本发明涉及医疗设备领域，具体涉及一种植入医疗设备及其充电对位方法。
背景技术：
：：人体植入式医疗装置(implantablemedicaldevice,imd)是一种安装于患者身体内部的医疗器械，这种设备内部具有电池，电路板(设有传感器、芯片等元件)，imd依靠设定的程序和运行参数来实现相应的疗法。imd植入患者体内，与体外充电装置间有皮肤等组织隔离。因此，需要采用无线能量传输系统对体内的植入式医疗仪器进行充电。imd一般使用生物相容性的金属钛密封，同时植入电池一般安装在植入式医疗仪器内被金属钛一起封装。由于无线能量传输过程中钛金属存在涡流效应等影响，极易引发无线能量传输过程中体内植入式医疗仪器的发热。由于有人体皮肤阻隔，在经皮充电开始时，体外充电发射线圈很难对体内植入设备的充电接收线圈进行准确对位，存在对位时间长的问题。同时，充电初始阶段的充电建立通常采用较高的发射功率，对位时间过长，容易引起体内植入设备发热增加的问题。技术实现要素：有鉴于此，本发明提供一种植入医疗设备的充电对位方法，包括：控制体内装置的接收线圈以设定频率和设定占空比通电；确定电压阈值；获取表征体外发射回路对所述接收线圈感应状态的电压，并与所述电压阈值进行比对；当所述电压大于所述电压阈值时，判定为对位完成。可选地，所述电压阈值为预设值。可选地，所述确定电压阈值，包括：获取发射线圈与所述接收线圈的相对位置进行变化过程中的所述电压；确定所述变化过程中的最大电压；根据所述最大电压确定电压阈值。可选地，在所述确定电压阈值之前，所述方法还包括确定对位模式的步骤，所述对位模式包括两种可选模式；当所述对位模式为第一模式时，所述电压阈值为预设值；当所述对位模式为第二模式时，所述确定电压阈值包括：获取发射线圈与所述接收线圈的相对位置进行变化过程中的所述电压；确定所述变化过程中的最大电压；根据所述最大电压确定电压阈值。可选地，采用如下方式根据所述最大电压确定电压阈值：uref＝k*umid，其中uref为所述电压阈值，umid为所述最大电压，k为预设系数，0.2≤k≤0.8。可选地，所述设定占空比范围是10％～85％、所述设定频率远小于充电频率。可选地，所述电压是经过放大处理后的体外发射回路中电容两端的电压尖峰值。可选地，在控制体内装置的接收线圈以设定频率和设定占空比通电之前，还包括：控制体内装置的接收回路与电池断开连接和/或控制体外装置的发射回路与电源断开连接；在判定为对位完成之后，还包括：控制体内装置的接收回路与电池恢复连接和/或控制体外装置的发射回路与电源恢复连接。本发明还提供一种植入式医疗装置的充电设备，包括电源、体外发射回路、电压采集单元和处理器，以及与所述处理器通信连接的存储器；其中，所述电压采集单元用于采集表征体外发射回路对接收线圈感应状态的电压，所述存储器存储有可被所述处理器执行的指令，所述指令被所述处理器执行，以使所述处理器执行上述充电对位方法。本发明还提供一种植入式医疗系统，包括体内装置和体外装置，其中所述体外装置用于根据上述充电对位方法，在对所述植入装置进行充电之前进行对位，并在判定为对位完成后对所述植入装置进行充电；所述体内装置设有供电模块，用于在对位时使接收线圈以设定频率和设定占空比通电。根据本发明实施例提供的植入医疗设备及其充电对位方法，在对体内装置进行充电之前，控制控制体内装置的接收线圈以设定频率和设定占空比通电，并获取表征体外发射回路对所述接收线圈感应状态的电压，用户可在此状态下移动体外装置，而体外装置通过比对上述电压与预设电压阈值来确定与体内装置的偏移位置是否在允许的范围内，本方案在移动体外线圈对位时，不需要体内外的通信过程，指示速度快，并由此可以解决充电发热增加的问题。同时，体内接收线圈无论是置于钛壳内还是钛壳外，本方案均可实现快速充电对位。根据本发明实施例提供的植入医疗设备及其充电对位方法，在进行对位判断之前，用户可以按照某种轨迹移动体外装置，从而遍历各个与体内装置的相对位置，体内装置获取遍历过程中的电压变化情况，并确定其中的最大值，从而根据该最大值确定适合当前植入位置的电压阈值，本方案针对不同植入深度、不同植入倾角的情况，提出适应性强的精确对位方案。附图说明为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明的一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。图1为本发明实施例中的一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图；图2为植入装置的线圈与外壳的结构示意图；图3为本发明实施例中的一种植入医疗系统的结构示意图；图4为本发明实施例中的另一种植入医疗系统的结构示意图；图5为本发明实施例中的电压与偏移距离的关系示意图；图6为本发明实施例中的另一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图；图7为本发明实施例中的能量发射线圈的移动轨迹示意图。具体实施方式下面将结合附图对本发明的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。此外，下面所描述的本发明不同实施方式中所涉及的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互结合。图1示出了一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图，该方法由体外装置执行，体外装置也可称为程控装置、充电装置等等。如图1所示，本方法包括如下步骤：s1a，控制体内装置的接收线圈以设定频率和设定占空比通电。具体可通过无线通信单元向体内装置发送用于表示开始进行对位的信号，体内装置在接收到该信号时，控制接收线圈以设定频率和设定占空比通电。图3和图4示出两种可选的硬件实现方案，在体内装置2中设有供电模块，提供电压vcc通过开关s1连接能量接收线圈l2。在此步骤中体内微处理器控制s1以占空比d和频率f导通。占空比d和频率f的取值与线圈和体内装置外壳的位置关系有关，如果能量接收线圈l2置于钛壳外，可取较小的占空比d，如果能量接收线圈l2置于钛壳内，因钛壳会衰减一部分信号，可取较大的占空比d；频率f优选为远小于充电频率，例如f≤1/10充电频率的(也可以是1/20、1/50或1/100)，使得体内发送的较弱的衰减谐振信号对外围设备的影响极小，设备发热的问题可忽略不计。或者，可固定占空比d，改变频率f。如果能量接收线圈l2置于钛壳内，选取较小的频率f；如果能量接收线圈l2置于钛壳外，选取较大的频率f，同样地，频率f远小于充电频率。此步骤中所使用的占空比d的取值范围是10％～85％。s2a，获取预设电压阈值，作为一种确定电压阈值的方式，在本实施例中电压阈值是预先根据医疗设备的植入位置、角度和深度等因素确定的数值。结合图2-图4所示，体内装置的能量接收线圈l2可以设置在钛壳20内或者顶盖22内，l2的外围轮廓通常近似于植入式设备的钛壳20或者顶盖22的轮廓。当体内装置2主动向外发射谐振衰减信号时，体内装置1的电压采集单元可采集到表征体外发射回路对接收线圈感应状态的电压u,对位越好，耦合越好，电压u则越大。具体地，如图3所示硬件实现方案，体内装置2的能量接收线圈l2主动向外发射谐振衰减信号，体外装置1的电压采集单元包括电压检波单元12a和比例放大单元13，电压检波单元12a检测体外发射谐振回路中电容c1两端的电压尖峰值u，经比例放大单元放大处理后得到电压u；如图4所示硬件实现方案，体内装置2的能量接收线圈l2主动向外发射谐振衰减信号，体外装置1的电压采集单元包括电流检波单元12b和比例放大单元13，电流检波单元12b检测体外发射谐振回路的谐振电流的尖峰值，经比例放大单元放大处理后得到电压u。如图5所示，能量发射线圈l1和能量接收线圈l2对位最佳时(达到线圈对准位置)，电压采集单元反馈的u可达到最大值umid，当对位偏离时电压u减小。预设的电压阈值uref小于或等于umid，当选定了uref时相当于设定了一个对位容差区间。s3a，获取表征体外发射回路对所述接收线圈感应状态的电压，并判断电压u是否大于或等于与电压阈值uref。在体外装置1远离体内装置2时，电压u为0，当用户移动体外装置1接近体内装置2时，电压u将会增大，当电压采集单元反馈的电压u≥uref时，也就是体外装置1与体内装置2的偏移距离进入了上述对位容差区间，则执行步骤s4a；否则持续监测并比对，这时用户应当继续移动体外装置1，直至满足上述条件为止。s4a，判定为对位完成。此时认为体外装置1与体内装置2的对位基本准确，可以开始进行充电。之后体外装置1可以向用户进行提示，或者直接开始对体内装置2进行充电。根据本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法，在对体内装置进行充电之前，控制控制体内装置的接收线圈以设定频率和设定占空比通电，并获取表征体外发射回路对所述接收线圈感应状态的电压，用户可在此状态下移动体外装置，而体外装置通过比对上述电压与预设电压阈值来确定与体内装置的偏移位置是否在允许的范围内，本方案在移动体外线圈对位时，不需要体内外的通信过程，指示速度快，并由此可以解决充电发热增加的问题。图6示出了一种植入医疗设备的充电对位方法的流程图，该方法由体外装置执行，与图1所示方法的区别在于确定电压阈值的方式，本方法包括如下步骤：s1b，控制体内装置的接收线圈以设定频率和设定占空比通电。具体可参考上述步骤s1a，此处不再赘述。s2b，获取发射线圈与接收线圈的相对位置进行变化过程中的所述电压u。在本实施例中，需要遍历能量发射线圈l1可能的对位位置，如图7所示，用户可以按照图7所示的轨迹71来移动能量发射线圈l1，使得能量发射线圈l1的中心70经过轨迹71上的各个位置，也即各个与能量接收线圈l2的对位位置。在此过程中，电压采集单元持续采集电压u，将会得到类似于图5所示的电压变化曲线，具体变化趋势取决于轨迹71。s3b，确定变化过程中的最大电压。当步骤s2b的遍历过程完成时，在类似于图5所示的电压变化曲线中找到一个最大值，需要说明的是，此数值不一定等于umid，也就是遍历的过程中不一定经过了偏移距离为0的位置，在此将该最小值记为umid’。s4b，根据最大电压确定电压阈值。可以设定电压阈值uref等于umid’，而为了提供一定的容差，也可以经过一些计算，使电压阈值uref小于umid’。在一个具体实施例中，uref＝k*umid’，k为预设系数，0.2≤k≤0.8。s5b，获取表征体外发射回路对接收线圈感应状态的电压u，并判断电压u是否大于或等于电压阈值。当电压大于或等于所述电压阈值时，执行步骤s6b，否则持续监测。具体可参见上述步骤s3a，此处不再赘述。s6b，判定为对位完成。具体可参见上述步骤s4a，此处不再赘述。根据本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法，在进行对位判断之前，用户可以按照某种轨迹移动体外装置，从而遍历各个与体内装置的相对位置，体内装置获取遍历过程中的电压变化情况，并确定其中的最大值，从而根据该最大值确定适合当前植入位置的电压阈值，本方案针对不同植入深度、不同植入倾角的情况，提出适应性强的精确对位方案。本发明还提供一种植入医疗设备的充电对位方法，该方法由体外装置执行，并兼容如图1和图6所示两种方案，本方法包括如下步骤：s1c，确定对位模式，在本实施例中提供两种可选的对位模式供用户选择，即快速对位模式和精准对位模式；当用户选定快速对位模式时，执行步骤s2c；当用户选定精准对位模式时，执行步骤s3c。s2c，执行如图1所示的充电对位方法，具体可参见步骤s1a-步骤s4a，此处不再赘述；s3c，执行如图6所示的充电对位方法，具体可参见步骤s1b-步骤s6b，此处不再赘述。本发明实施例提供的植入医疗设备的充电对位方法向用户提供两种可选的对位操作方式，根据选定的模式执行两种不同的对位操作，从而提高本方案的灵活性。为确保对位阶段体内装置发出的信号不对其自身和体外装置造成影响，在一个可选的实施例中，在上述步骤s1a、s1b之前还可以控制体内装置2的接收回路与电池断开连接和/或控制体外装置1的发射回路与电源断开连接；在上述步骤s4a、s6b之后，控制体内装置1的接收回路与电池恢复连接和/或控制体外装置2的发射回路与电源恢复连接，从而可以开始正常充电。为此可采用如图3或图4所示的硬件实现方案，在体外装置1的能量发射回路中加入可控开关s3、在体内装置2的能量接收回路中加入可控开关s2。对位操作启动时，使可控开关s3闭合，并通过通信编码解码单元发送和接收启动信号，使可控开关s2闭合；对位操作结束后，通过通信编码解码单元发送和接收完成信号，使可控开关s2和s3断开，进行正常的充电过程建立。本领域内的技术人员应明白，本发明的实施例可提供为方法、系统、或计算机程序产品。因此，本发明可采用完全硬件实施例、完全软件实施例、或结合软件和硬件方面的实施例的形式。而且，本发明可采用在一个或多个其中包含有计算机可用程序代码的计算机可用存储介质(包括但不限于磁盘存储器、cd-rom、光学存储器等)上实施的计算机程序产品的形式。本发明是参照根据本发明实施例的方法、设备(系统)、和计算机程序产品的流程图和/或方框图来描述的。应理解可由计算机程序指令实现流程图和/或方框图中的每一流程和/或方框、以及流程图和/或方框图中的流程和/或方框的结合。可提供这些计算机程序指令到通用计算机、专用计算机、嵌入式处理机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生一个机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令产生用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的装置。这些计算机程序指令也可存储在能引导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式工作的计算机可读存储器中，使得存储在该计算机可读存储器中的指令产生包括指令装置的制造品，该指令装置实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能。这些计算机程序指令也可装载到计算机或其他可编程数据处理设备上，使得在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实现的处理，从而在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的步骤。显然，上述实施例仅仅是为清楚地说明所作的举例，而并非对实施方式的限定。对于所属领域的普通技术人员来说，在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举。而由此所引伸出的显而易见的变化或变动仍处于本发明创造的保护范围之中。当前第1页1 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